La présente invention concerne un procédé de commande d'un stimulateur cardiaque comprenant un générateur d'impulsions programmable en stimulation et en détection unipolaire ou bipolaire.

Elle concerne également un dispositif de stimulation mettant en oeuvre un tel procédé. L'invention trouve une application particulièrement importante bien que non exclusive dans le domaine des stimulateurs dont la stimulation peut être inhibée, soumis à des interférences électromagnétiques extra¬ corporelles de faible intensité, comme par exemple -celles générées par un téléphone portable, un écran d'ordinateur ou une clôture électrique utilisée en agriculture.

L'invention est également applicable en présence de champs de forte intensité comme ceux par exemple générés par les hauts fourneaux, par les générateurs de stimulation musculaire, les détecteurs d'objets métalliques ou les traitements par rayonnements ionisants .

Elle est encore applicable en cas de risque d'inhibition du fait d'activités musculaires extra¬ cardiaques générant des interférences électromagnétiques, telles que des mouvements musculaires soutenus, continus ou répétitifs (gonfler une roue de vélo avec une pompe à main par exemple) , de mouvements du bras, etc.

Le problème des interférences évoquées ci-dessus, susceptibles d'inhiber l'émission de la stimulation ventriculaire du stimulateur à un moment où justement le coeur aurait le besoin d'être stimulé, est un problème connu.

Plusieurs méthodes ou procédés ont été développés par le passé pour tenter de résoudre ce problème.

Aucune solution réellement satisfaisante n'a cependant pu être apportée. On connaît ainsi un procédé consistant à effectuer une stimulation asynchrone à la fréquence programmée du stimulateur tant que celui-ci perçoit un signal dont la fréquence est supérieure à une valeur seuil égale à quelques Hertz, par exemple 5 Hertz ou 7 Hertz. Un tel procédé présente 1 ' inconvénient de laisser passer les fréquences musculaires ou électromagnétiques inférieures à la valeur seuil, qui vont donc être interprétées de façon erronée comme un signal intracardiaque inhibant le stimulateur. On peut également effectuer un filtrage des signaux en prévoyant une bande passante des circuits de détection agencée pour amplifier les signaux intracardiaques et rejeter les interférences d'origine extra-cardiaques. Un tel filtrage demande de prévoir une bande passante du circuit d'amplification suffisamment large pour détecter à coup sûr les signaux intracardiaques, les formes d'ondes pouvant varier considérablement d'un patient à l'autre. Les interférences extra-cardiaques peuvent de ce fait être inclues dans cette bande passante et risquent donc, ici encore, d'être interprétées de façon erronée comme un signal intracardiaque susceptible d'inhiber la sortie ventriculaire du stimulateur. L'utilisation de sondes bipolaires, c'est à dire avec un stimulateur acceptant la programmation d'une configuration bipolaire, a pu également être préconisée, car elle favorise le rejet des signaux extra-cardiaques .

L'immunité totale aux interférences n'est cependant pas possible avec de telles sondes. Certaines interférences extra-cardiaques sont en effet tout de même détectées, ce qui va donc ici encore inhiber la sortie ventriculaire du stimulateur.

La programmation d'une faible sensibilité permet également d'éviter la détection de signaux extra¬ cardiaques .

Mais d'une part, elle ne permet pas d'éliminer totalement le risque de détections extra-cardiaques et d'autre part, une programmation à une trop faible sensibilité (valeur seuil trop élevée) risque de ne pas permettre la détection des signaux intracardiaques propres au patient, dus à une Onde R ou une Extrasystole ventriculaire (ESV) notamment.

Dans ce cas, les défauts de détection peuvent induire une stimulation à rythme fixe, celle-ci pouvant alors entraîner des tachyarythmies.

Pour s'affranchir de tout risque d'inhibition intempestive, on peut bien entendu choisir de fonctionner en permanence en mode WT ou AAT.

Rappelons ici qu'il a été mis au point un code générique dit NBG par la North American Society of Pacing and Electrophysiology et par le British Pacing and Electrophysiology Group, afin de distinguer les différents types de stimulateurs cardiaques (Bernstein, A.D., et al. : The NASPE/BPEG generic pacemaker code for antibradyarrhythmia and adaptive-rate pacing and antitachyarrhythmia devices . PACE, 10:794, 1987) . Ce code, connu de l'homme du métier est donc utilisé dans le cadre de la présente invention, sans qu'il soit nécessaire d'y apporter plus d'explication.

Dans le mode WT, le stimulateur émet une impulsion de stimulation en synchronisation avec les événements détectés d'une fréquence égale ou supérieure à la

fréquence de base programmée mais inférieure à la fréquence maximale de stimulation éventuellement programmable.

L'inhibition en réponse à des détections quelles qu'elles soient est ainsi totalement éliminée, la stimulation à une fréquence inférieure à la fréquence de base programmée étant impossible.

La stimulation WT présente cependant un inconvénient important. Elle implique en effet une dépense systématique de l'énergie nécessaire à une stimulation ventriculaire même chez les patients n'ayant pas une dépendance ventriculaire complète.

Le coût énergétique de cette stimulation forcée systématique étant prohibitif, ce mode de fonctionnement est donc a priori écarté par l'homme du métier sauf dans le cas d'une dépendance complète.

La présente invention vise à fournir un procédé et un dispositif de stimulation répondant mieux que ceux antérieurement connus aux exigences de la pratique, notamment en ce qu'elle permet de pallier les inconvénients de l'art antérieur, en ce qu'elle est compatible avec les modes de protection existants et en ce qu'elle présente une grande fiabilité, pour un coût faible.

Pour ce faire, l'invention part entre autre de l'idée de combiner le mode d'excitation forcé WT ou AAT ou encore plus généralement XXT, c'est à dire entraînant l'émission d'une stimulation cardiaque systématique, avec les autres modes de stimulation existants autorisant l'inhibition, et ce notamment dans le cas où le porteur du stimulateur entre dans une situation ou un environnement à risque.

Par mode XXT, on entend tout mode non inhibé, à savoir notamment les modes WT, AAT ou DDT et leurs dérivés (WTR, AATR, VDT, ADT, VAT, VDTR, ADTR, etc.) . Avec l'invention, il est donc maintenant parfaitement possible de se protéger des interférences de périodicité comprise entre de l'ordre de 250 ms et de l'ordre de 2 s tout en améliorant la bande passante des circuits de détection.

Il n'est plus indispensable de programmer une sensibilité ventriculaire faible (valeur seuil élevée) , la programmation à une sensibilité plus élevée (valeur seuil basse) permettant de détecter de façon très fiable les ESV dont l'axe électrique est perpendiculaire à l'axe électrique de la sonde ventriculaire et/ou dont l'amplitude est microvoltée, tout en étant protégé des interférences extra¬ cardiaques.

Ce type de détection sans risque d'inhibition par des signaux extra-cardiaques n'était pas possible systématiquement dans l'art antérieur.

Dans ce but 1 ' invention propose notamment un procédé de commande d'un stimulateur cardiaque comprenant un générateur d'impulsions muni d'au moins une sonde ventriculaire et/ou auriculaire et programmé en stimulation et en détection selon un mode dit initial de type quelconque différent d'un mode XXT, caractérisé en ce que on passe automatiquement en mode XXT chaque fois qu'une première valeur représentative du nombre de détections élémentaires (D) de signaux sur la sonde comparé au nombre de stimulations élémentaires (S) passe une première valeur seuil déterminée (X) , et on revient au mode initial lorsqu'une seconde valeur représentative du nombre de détections élémentaires (D') de signaux sur la sonde comparé au nombre de stimulations

élémentaires (S ¹ ) passe une seconde valeur seuil déterminée (Z) .

Par détection ou signal détecté élémentaire, on entend une détection effectuée avant la fin de la période d'échappement (PE) .

Par stimulation élémentaire, on entend une stimulation survenue naturellement pendant la période d'échappement ou à la fin de la période d'échappement en l'absence de détection élémentaire, dans ce dernier cas en fonction du mode initial qui impose une fréquence minimale au coeur.

Par stimulation déclenchée, on entend une stimulation générée en mode XXT selon l'invention.

Dans des modes de réalisation avantageux, on a de plus recours à l'une et/ou à l'autre des dispositions suivantes : le mode dans lequel on passe est le mode WT ou WTR ; on détecte sur une sonde auriculaire (mode VDT) ce qui va permettre de mieux différencier les parasites.; l'émission de la stimulation en mode XXT s'effectue en synchronisme avec la détection élémentaire, c'est à dire simultanément ou quasi simultanément ; la première valeur représentative est le rapport D/S du nombre (D) de signaux détectés élémentaires via une sonde ventriculaire divisé par le nombre (S) de stimulations élémentaires ventriculaires effectuées, pendant un premier nombre n de cycles déterminé initié à partir d'une première stimulation élémentaire (SI) , le mode WT ou WTR étant adopté lorsque l'on passe en dessous de ladite première valeur seuil (X) , et la seconde valeur représentative est le rapport

D'/S' du nombre (D') de signaux détectés élémentaires via la sonde ventriculaire divisé par le nombre (S ¹ ) de stimulations élémentaires ventriculaires effectuées,

pendant un second nombre n' de cycles déterminé initié à partir du passage en mode WT ou WTR, le mode initial étant repris lorsque l'on passe au dessus de ladite seconde valeur seuil (Z) ; - S' > S et/ou D' > D ; - Z> X ;

II ¹ est supérieur à de l'ordre de 10 n ; on effectue un calcul d'hystérésis pour du retour en mode initial, le nombre de cycles comptés pour temporiser cet hystérésis étant supérieur à 1000 ; lorsqu'on détecte une interférence d'une fréquence supérieure à une valeur de fréquence seuil dite de bruit, on passe de plus automatiquement en mode XXT, le retour en mode initial s ' effectuant en comptant à - partir de la disparition dudit bruit.

Dans un mode de réalisation avantageux, dans le cas d'un dispositif à deux chambres, le mode initial étant DDI, DDD, DVI ou VDD, et par exemple pour certains types de patients, on superpose en permanence et en synchronisme avec une détection élémentaire un mode de stimulation du type VMT avec M de type quelconque, c'est à dire pouvant être égal à V, A ou D.

Dans ce cas on ne peut jamais inhiber la stimulation ventriculaire sauf, par exemple cas particuliers d'une extrasystole ventriculaire survenant pendant la période réfractaire relative (PRR) définie ci-après, et ce pendant un cycle.

Une telle disposition permet un fonctionnement hémodynamique et/ou électro-physiologique du coeur particulièrement optimisé, ménageant ainsi le coeur du patient .

Ainsi, et par exemple, lorqu'on a une détection auriculaire survenant avant la fin de la période d'échappement auriculaire (PEAA) , on inhibe la stimulation auriculaire suivante.

La détection auriculaire initie alors un délai auriculo-ventriculaire (DAV ou délai AV) .

Si pendant ce délai AV aucune détection ventriculaire n'intervient on stimule donc le ventricule à la fin du délai AV.

Si pendant ce délai AV on détecte un événement élémentaire par le canal ventriculaire (intra ou extra¬ cardiaque) alors on stimule le ventricule en synchronisation avec cette détection ventriculaire. L'invention propose également un dispositif de stimulation cardiaque comprenant un générateur d'impulsions muni d'au moins une sonde ventriculaire et/ou auriculaire et programmé en stimulation et en détection selon un mode de type quelconque différent du mode XXT, caractérisé en ce que il comporte : des moyens de comptage du nombre (D) de détections élémentaires de signaux sur la sonde ventriculaire ou auriculaire et de comptage du nombre (S) de stimulations élémentaires ventriculaires ou auriculaires effectuées, pendant un premier nombre n de cycles déterminé initié à partir d'une première stimulation élémentaire (SI) , des moyens de comparaison du rapport D/S avec une première valeur seuil déterminée (X) , - des moyens de commande pour substituer au mode de stimulation initial le mode de stimulation XXT lorsque le rapport D/S descend en dessous de ladite première valeur seuil et pour revenir au mode initial lorsque le rapport D'/S' du nombre (D ¹ ) de signaux détectés élémentaires via la sonde ventriculaire ou auriculaire sur le nombre (S') de stimulations élémentaires ventriculaires ou auriculaires effectuées, pendant un second nombre n' de cycles déterminé initié à partir du passage en mode XXT, passe au dessus d'une seconde valeur seuil déterminée (Z) .

Avantageusement, les moyens de stimulation sont agencés pour que le mode XXT soit le mode WT ou WTR, VDT ou VDTR.

Dans un mode de réalisation avantageux, S'> S et D'>D.

Avantageusement, Z> X.

Dans un mode de réalisation avantageux, n' est supérieur à de l'ordre de 10 n.

Avantageusement le dispositif comporte des moyens de calcul d'hystérésis lors du retour en mode initial, le nombre de cycles comptés pour temporiser cet hystérésis étant supérieur à 1000.

Egalement avantageusement le dispositif comporte de plus des moyens de détection des interférences d'une fréquence supérieure à une valeur seuil de bruit, et des moyens pour passer automatiquement en mode XXT lorsqu'une telle détection est réalisée, le retour en mode initial s'effectuant en comptant à partir de la disparition du bruit. Avantageusement l'invention propose également un dispositif de stimulation à deux chambres comprenant des moyens de stimulation en mode inhibé de type quelconque à savoir DDI, DDD, DVI ou VDD, caractérisé en ce qu'il comporte de plus des moyens de stimulation en mode VMT, avec M pouvant être V, A ou D, agencés pour émettre systématiquement une stimulation ventriculaire en synchronisme avec une détection d'un événement élémentaire par le canal ventriculaire.

L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit de modes de réalisation donnés à titre d'exemples non limitatifs.

La description se réfère aux dessins qui 1 ' accompagnent dans lesquels :

La figure 1 est un schéma montrant un stimulateur cardiaque selon un mode de réalisation de 1 ' invention implanté dans le corps d'un patient.

La figure 2 est un schéma représentatif des signaux cardiaques montrant la synchronisation d'un mode de fonctionnement initial DDD ou DDDR avec le mode WT ou WTR, selon un mode de réalisation de l'invention.

La figure 3 est un schéma illustrant un exemple de fonctionnement du procédé selon un mode de réalisation de l'invention plus particulièrement décrit ici.

La figure 4 est un schéma bloc d'un dispositif mono¬ chambre selon un mode de réalisation de l'invention.

La figure 1 montre un stimulateur cardiaque 1 implanté dans le corps 2 d'un patient 3. Le stimulateur comporte un boîtier 4 inerte biologiquement et scellé hermétiquement .

Le boîtier 4 contient les circuits électroniques 5 de fonctionnement, programmé, et une pile d'alimentation en énergie 6. Le stimulateur 1 est muni d'au moins une sonde ventriculaire 7 raccordée électroniquement au boîtier.

La sonde 7 est implantée sur le muscle cardiaque ou pénètre dans le coeur 8 du patient via la veine 9 et comprend une extrémité distale 10 qui inclut une ou plusieurs électrodes conductrices pour détecter les signaux cardiaques électriques et/ou pour délivrer des stimuli au coeur 8.

Dans le mode de réalisation de l'invention plus particulièrement décrit ici, le stimulateur comprend donc au moins une sonde dont l'extrémité distale 10 est implantée dans un ventricule 11 du coeur 8.

On va maintenant décrire un mode de réalisation de fonctionnement de l'invention en référence à la figure 2.

Sur cette figure et dans le texte qui va suivre, les légendes et/ou abréviations suivantes ont été utilisées :

SA : Stimulation Auriculaire.

SV : Stimulation Ventriculaire. dA : détection Auriculaire. dV : détection Ventriculaire.

Intervalle AA : c'est l'intervalle séparant deux détections auriculaires successives. PE : Période d'échappement. La PE est un intervalle de temps initialisé par un événement réciproque de la fréquence minimale de stimulation imposée au coeur par le stimulateur.

La PE correspond au temps à la fin duquel il faut obligatoirement stimuler.

Il existe plusieurs périodes d'échappement dont la PEAA ci-après définie.

PEAA : période d'échappement auriculaire. La PEAA est un intervalle de temps initialisé par un événement auriculaire réciproque de la fréquence minimale de stimulation imposée au coeur par le stimulateur. La

PEAA correspond au temps à la fin duquel il faut stimuler l'oreillette si la dépolarisation de celle-ci ou si une ESV n'est pas détectée. Par exemple pour 70 battements par minute :

60000 ms

PEAA = = 857 ms

70

Délai AV ou DAV : Délai auriculo-ventriculaire. Le DAV est un intervalle de temps initialisé en même temps qu'un intervalle AA. Il correspond à une période ici encore exprimée en ms entre un événement auriculaire (détection ou stimulation) et la stimulation ventriculaire suivant cet événement auriculaire en l'absence d'un événement détecté par le canal ventriculaire pendant ce délai AV. Pendant cette

période, le canal auriculaire est insensible aux détections .

ESV : Extrasystole Ventriculaire. Du point de vue du stimulateur, c'est une détection ventriculaire isolée (c'est à dire en dehors d'un DAV) .

PRAPV : Période réfractaire auriculaire post ventriculaire. La PRAPV est un intervalle de temps exprimé en ms, initialisee par un événement ventriculaire (stimulation ou détection) . C'est une période pendant laquelle le canal auriculaire est insensible aux détections.

PRAT : Période réfractaire auriculaire totale. C'est un intervalle de temps égal à la somme des intervalles DAV et PRAPV. * . PRV : Période réfractaire ventriculaire. C'est un intervalle de temps (en ms) initialisé par un événement ventriculaire, durant lequel le canal ventriculaire est insensible aux détections.

Intervalle VA : Il correspond à une période (en ms) initialisee par une détection d'ESV et déterminant l'apparition de la prochaine stimulation auriculaire.

L'intervalle VA est égal à l'intervalle AA moins l'intervalle DAV.

Période de bruit (time noise en terminologie anglo- saxonne) : Il s'agit d'une période (en ms) initialisee par une détection sur un canal Auriculaire (A) ou Ventriculaire (V) .

Elle dure habituellement de l'ordre de 125 à 200 ms.

Si une seconde détection survient dans cette période de bruit, celle-ci est réinitialisée en prolongeant la période réfractaire du canal dans lequel se produit cette détection de bruit (PRAPV si détection dans l'oreillette, PRV si détection dans le ventricule) .

IFMS : Intervalle de fréquence maximale de stimulation. C'est une valeur proportionnelle à

l'inverse de la fréquence maximale programmée (FMP) pour le patient.

PRR (SP) : Période réfractaire relative, mise en oeuvre selon l'invention. Il s'agit de la période complémentaire de la PRAPV et de la PRV permettant d'annuler la détection du canal considéré en attendant la fin de l'IFMS.

Dans les modes de réalisation de l'invention plus particulièrement décrits ici, durant la PRR (SP) , la période de bruit est active.

De plus, si une détection ESV survient durant la PRR (SP) , le stimulateur inhibe sa sortie ventriculaire jusqu'au prochain événement ventriculaire où il est obligé de renforcer la détection ventriculaire par une stimulation déclenchée selon l'invention (SP) , même en cas d'ESV.

On va maintenant détailler les cycles cardiaques 1 à

6 de la figure 2, dans un premier temps en l'absence d'interférences ou parasites et dans un deuxième temps en présence de telles interférences, pour illustrer

1 ' invention.

Sur la figure 2, un événement stimulé est représenté par une barre verticale en trait plein et un événement détecté par une barre verticale en trait interrompu. Le cycle 1 montre un événement de stimulation auriculaire (SA) suivi d'une stimulation ventriculaire

(SV) .

Un tel cycle est effectué avec un stimulateur programmé selon un mode de type DDD ou DDDR, lorsqu'aucun événement n'est détecté dans aucune cavité pendant l'intervalle AA.

Si c'est le cas, le générateur d'impulsions fournit une impulsion de sortie auriculaire (SA) .

Cette stimulation auriculaire déclenche alors un intervalle AA (référencé 20 sur la figure 2) ainsi

qu'un délai AV (référencé 22 sur la figure 2) pendant lequel la détection n'est possible que dans le ventricule.

Dans le mode de réalisation de l'invention plus particulièrement décrit ici, chaque stimulation auriculaire amorce également un délai AV (DAV) non physiologique ainsi qu'une brève période d'occultation ventriculaire suivie d'une fenêtre de détection de diaphonie, pour prévenir des conséquences dues au phénomène de diaphonie.

Cette protection contre la diaphonie qui est connue, n'interfère aucunement avec l'invention.

Si aucun événement n'est détecté dans le ventricule à la fin 24 du délai AV 22, une impulsion de sortie 26 est fournie au ventricule. Celle-ci déclenche une période réfractaire auriculaire post-ventriculaire

(PRAPV) 28, une période réfractaire ventriculaire (PRV)

30 et un intervalle de fréquence maximale de stimulation (IFMS) 32. Selon l'invention, les périodes réfractaires auriculaires (PRAPV) et ventriculaires (PRV) sont prolongées jusqu'à la fin de l'IFMS.

Ceci permet d'éviter une inhibition par des détections survenant pendant l'IFMS. Cette prolongation s'effectue à l'aide d'une période réfractaire relative (PRR) 34.

Si une détection ventriculaire isolée (ESV) apparaît dans une (PRR) (voir ci-après la description du cycle

5) , l'intervalle VA est alors réinitialisé une seule fois sans émission d'une stimulation ventriculaire

Synchrone de 1 'ESV.

Le stimulateur aura alors l'obligation d'émettre une stimulation ventriculaire (SV) au cycle suivant.

Le cycle 2 montre un événement de stimulation auriculaire suivie d'une détection ventriculaire (SA/dV) .

Comme on l'a vu, si aucun événement n'est détecté pendant l'intervalle AA du cycle 1, une impulsion de sortie 36 est fournie à l'oreillette (SA) .

Celle-ci initie l'intervalle AA, le DAV, le délai AV non physiologique et, par exemple, la période d'occultation ventriculaire suivie d'une fenêtre de détection de la diaphonie

Deux possibilités sont alors envisageables :

Une détection ventriculaire (dV) 40 dans les limites du délai AV, mais hors de la fenêtre de détection de la diaphonie, est effectuée. Celle-ci entraîne selon l'invention une impulsion 38 de sortie, synchrone de la détection (dV) .

Une détection ventriculaire (dV) dans les limites du DAV mais dans la fenêtre de détection de la diaphonie.

Dans ce cas, elle est suivie par l'envoi au ventricule d'une impulsion de sortie (non représentée) à la fin du délai AV non physiologique.

Dans les deux cas et selon l'invention, la stimulation ventriculaire (détection d'un événement ventriculaire réel ou d'un parasite ou d'une diaphonie) déclenche : une période réfractaire auriculaire Post- Ventriculaire (PRAPV) 28 suivie d'une période réfractaire relative (PRR.SP) 34, une période réfractaire ventriculaire (PRV) suivie d'une période réfractaire relative (PRR.SP) , et un intervalle de fréquence maximale de stimulation (IFMS) .

Si la PRAPV est déclenchée avant la fin du DAV programmé, la période réfractaire auriculaire totale

(PRAT) sera alors raccourcie d'une durée égale à la différence entre le DAV programmé et le DAV réel .

Sur la figure 2, on a représenté en 31 la symbolisation utilisée pour indiquer la valeur réelle 33 et la valeur programmée 35.

Le cycle 3 décrit quant-à lui un événement de détection auriculaire suivi d'une stimulation ventriculaire (dA/SV) .

Une détection auriculaire (dA) pendant la portion de l'intervalle AA consécutive à la période réfractaire auriculaire, inhibe l'impulsion de sortie auriculaire suivante puis déclenche un nouvel intervalle AA 42 et un DAV 44.

Si aucun événement ventriculaire n'est détecté lors du DAV, une impulsion de sortie 46 est alors fournie au ventricule (SV) à la fin du DAV.

Par ailleurs, si l'intervalle de fréquence maximale de stimulation (IFMS) n'est pas entièrement écoulé à la fin du DAV programmé, le DAV est effectivement prolongé jusqu'à la fin de l'intervalle de fréquence maximale de stimulation (IFMS) .

La combinaison (Evénement de détection auriculaire suivi, après un DAV, d'une stimulation ventriculaire) est appelée synchronisation. L'événement de stimulation ventriculaire déclenche ensuite une PRAPV 48 suivie d'une PRR.SP 50, une PRV 52 suivie d'une PRR.SP 54 et un IFMS 56.

Le cycle 4 montre un événement de détection auriculaire suivi d'une détection ventriculaire (dA/dV) .

Un événement de détection auriculaire (dA) détecté dans 1 ' intervalle AA inhibe 1 ' impulsion de sortie auriculaire et déclenche un nouvel intervalle AA et un

DAV. Une détection ventriculaire (dV) pendant le DAV déclenche une stimulation ventriculaire synchrone 58 de

la détection ventriculaire (dV) et comme dans le cas ci-dessus, déclenche une PRAPV 60 suivie d'une PRR.SP 62, une PRV 64 suivie d'une PRR.SP 66 et un intervalle de fréquence maximale de stimulation (IFMS) 68. Le cycle 5 montre le déroulement d'un cycle en présence d'une synchronisation DDD + WT selon un mode de réalisation de l'invention en cas d'extrasystole ventriculaire (ESV) .

Dans le cas d'une détection ventriculaire 70 non précédée d'un événement auriculaire, détection ou stimulation (une détection ventriculaire isolée -en dehors d'un DAV- est interprétée comme étant une extrasystole ventriculaire ou ESV) , cet événement ventriculaire déclenche un intervalle VA 72 (c'est à dire 1 ' intervalle AA moins le DAV) , une PRAPV 74 prolongée par une extension de PRAPV et prolongée par une PRR.SP jusqu'à la fin de l'IFMS, une PRV suivie d'une PRR.SP et un IFMS.

La sortie auriculaire est alors inhibée et la détection ventriculaire (ESV) entraîne une impulsion de stimulation synchrone de la détection ventriculaire (SP) .

Dans le mode de réalisation de l'invention plus particulièrement décrit ici, si une détection ventriculaire isolée (dV.ESV) apparaît dans une PRR, l'intervalle VA est réinitialisé une seule fois sans émission d'une stimulation synchrone de l'ESV. Le stimulateur aura alors l'obligation d'émettre une stimulation ventriculaire au cycle suivant même en présence d'une ESV.

Le cycle 6 est identique au cycle 1.

Si aucun événement n'est détecté dans aucune cavité pendant l'intervalle AA, le générateur d'impulsion émet une stimulation auriculaire (SA) et ainsi de suite.

Dans le cas où le stimulateur est en présence d'interférences musculaires ou extra-corporelles, ces interférences sont détectées soit par le canal auriculaire, soit par le canal ventriculaire, soit par les deux.

Dans le cas d'une détection d'un parasite par le canal auriculaire, le stimulateur ne pouvant pas différencier un signal auriculaire d'une interférence, le fonctionnement est celui décrit au cycle 3 ou au cycle 4.

Le DAV est initialisé par la détection via le canal auriculaire (dA) , comme avec un stimulateur dépourvu de l'invention, mais une détection ventriculaire dans le DAV entraînera une stimulation ventriculaire synchrone de la détection ventriculaire (dV) (cycle 4) .

L'absence de détection ventriculaire pendant le DAV entraînera quant-à elle une stimulation ventriculaire à la fin de ce DAV (cycle 3) .

Dans le cas de la détection d'un parasite par le canal ventriculaire, le stimulateur ne pouvant pas différencier un signal intracardiaque ventriculaire d'une interférence, le fonctionnement est celui décrit aux cycles 2, 4 ou 5, la protection contre ce type de parasite étant justement et notamment l'objet de l'invention.

Une stimulation ventriculaire est alors émise en synchronisme avec toute détection ventriculaire sauf dans le cas d'une ESV apparaissant dans une PRR et seulement pour un cycle. Dans le cas de la détection simultanée d'un parasite par les deux canaux, seule la détection ventriculaire est prise en compte et le système fonctionne comme en présence d'une ESV (voir cycle 5) . Le canal ventriculaire émet alors un stimuli en synchronisme avec la détection ventriculaire.

On va maintenant décrire le fonctionnement d'un stimulateur selon l'invention en référence à la figure 3.

Rappelons que le principe de l'invention consiste en la combinaison d'un mode XXT avec les modes de stimulation connus ou à venir.

Cette combinaison s'effectue de telle façon que, dans un mode donné, chaque fois qu'une détection parvient sur le circuit d'entrée ventriculaire dans des circonstances déterminées, au lieu d'inhiber l'émission d'une stimulation par le canal ventriculaire, la détection déclenche l'émission d'une stimulation par ce canal ventriculaire.

La stimulation ventriculaire ainsi déclenchée est émise en synchronisme avec la détection par le circuit d'entrée ventriculaire.

Dans un mode de réalisation de l'invention, la combinaison du mode WT avec un autre mode va s'effectuer via l'utilisateur (médecin, cardiologue) suivant trois configurations, à savoir une configuration toujours débrayée, une configuration toujours embrayée et la configuration de l'invention proprement dite.

La première configuration permet par choix personnel, de débrayer le mode de fonctionnement XXT, c'est à dire de ne pas forcer une stimulation ventriculaire en synchronisme avec une détection ventriculaire. Le fonctionnement est alors celui d'un stimulateur ne bénéficiant pas de l'invention. Le stimulateur s'exprime uniquement dans le mode pour lequel il a été programmé initialement.

La deuxième configuration concerne le cas des patients totalement dépendants, munis de stimulateur à deux chambres, qui apparaît fréquemment, notamment chez les jeunes patients atteints d'un bloc auriculo-

ventriculaire congénital complet du troisième degré. Dans ce cas, l'utilisateur va au contraire forcer systématiquement le stimulateur.

C'est à dire qu'une stimulation ventriculaire sera systématiquement émise en synchronisme, c'est à dire simultanément ou quasi simultanément, avec chaque détection perçue par le canal ventriculaire.

Le stimulateur est alors programmé en plus du mode initial inhibé, en mode XXT, par exemple WT ou AAT, ce qui présente 1 ' avantage de stimuler le coeur du patient de façon plus efficace qu'une simple excitation en mode

XXT.

La dépense énergétique engendrée par l'émission systématique de la stimulation est maximale mais on ne pourrait de toutes les façons s'en affranchir puisque les patients sont totalement dépendants.

Chez la majorité des patients partiellement ou temporairement dépendants, l'utilisateur peut enfin choisir la troisième configuration de fonctionnement du stimulateur correspondant à l'invention.

Le principe d'activation automatique dans le mode de réalisation de l'invention plus particulièrement décrit ici repose alors sur deux compteurs moyennes en mémoire roulante à horizon glissant, c'est-à-dire des compteurs avec registres à décalage à moyenne glissante, à savoir

- un compteur de détection ventriculaire (D) incrémenté par les détections élémentaires ventriculaires et - un compteur de stimulations élémentaires (S) incrémenté par les stimulations élémentaires ventriculaires apparues dans un cycle à la fin d'une période d'échappement en l'absence de détection ventriculaire dans ce cycle.

A chaque cycle, un rapport est effectué entre les deux moyennes des deux compteurs S et D.

Si le pourcentage de détections élémentaires est inférieur à X % programmable (ou inversement si le pourcentage de stimulations élémentaires est supérieur à Y % programmable) alors l'activation automatique est enclenchée et le fonctionnement résultant apparaît à ce moment comme étant celui décrit ci-dessus dans le cas de la deuxième configuration. Après le déclenchement automatique décrit ci-dessus, si le rapport effectué entre les moyennes de deux compteurs S' et D' indique une valeur supérieure à Z % programmable, le mode de fonctionnement XXT, par contre, se débraye automatiquement et le fonctionnement apparent redevient celui décrit ci-dessus dans le cas de la première configuration.

S, D, S', D', X, Y, Z sont programmables en nombre à des valeurs totalement indépendantes les unes des autres (excepté pour X et Y entre eux) . L'inventeur a par ailleurs pu observer que le fonctionnement normal du stimulateur selon l'invention est plus performant lorsque S' est supérieur à S, D' supérieur à D et Z supérieur à X.

Une telle disposition permet d'introduire une hystérésis dans le débrayage du stimulateur.

Avantageusement, cette hystérésis n'autorise cependant le débrayage que lorsque le nombre des cycles avec détections élémentaires est très largement supérieur au nombre de cycles avec stimulations élémentaires, ce qui permet d'établir que les détections des cycles (programmable) avant débrayage sont bien dues à des signaux intracardiaques ventriculaires .

Le nombre de cycles W moyennes dans chaque compteur peut être programmé indépendamment par compteur.

Le rapport entre S ' et S ainsi que celui entre D' et

D sera par ailleurs avantageusement au moins de 1 ' ordre de 10 à de l'ordre de 100, avec un minimum de 1000 à

10000 cycles comptés, afin de temporiser suffisamment cette hystérésis.

Sur la figure 3, on a représenté sous forme de bandes (il y en a six à la suite les unes des autres) un schéma de déclenchement de 1 ' invention lorsque le stimulateur est donc mis dans la troisième configuration qui vient d'être décrite.

La ligne supérieure (première ligne) de chaque bande de la figure 3 (ligne continue) indique les détections élémentaires (pics et chiffres situés au dessus de la ligne) et les stimulations élémentaires (pics et chiffres situés en dessous de la ligne) .

La deuxième ligne, lorsqu'elle est présente (ligne en trait interrompu) indique que le compteur d'automatisme est en attente d'événement pendant le nombre n de cycles. Les troisième et quatrième lignes correspondent à l'état des émissions WT synchrone, la quatrième ligne (0) indiquant l'état débrayé, et la troisième ligne (1) l'état embrayé ou d'émission.

Dans 1 ' exemple pris : X % = 80 % (Y % = 20 %) avec n = 25 cycles

Z % = 90 % avec n' = 250 cycles

Le stimulateur fonctionnant en mode initial, celui- ci stimule en 80 (1, 2, 3) , lorsqu' apparaissent les trois défaillances (absence de détection élémentaire) en 23, 24 et 25, puis le stimulateur détectant à nouveau d'emblée, il arrête les stimulations tout en surveillant conjointement pendant 25 cycles (trait interrompu se terminant en 82) .

Comme 3/25 < 20 %, ou encore la valeur 22 (nombre de détections élémentaires) divisée par la valeur 25

(nombre de stimulations élémentaires dont 3 dues au fonctionnement du mode initial) est supérieur à 80 %, il n'enclenche pas le mode WT.

On a représenté ensuite six nouvelles défaillances apparaissant en 84 (4, 5) , puis en 86 (18, 19, 20, 21) .

Le rapport 6/25 (en comptage glissant) devient > 20 % sur la période de surveillance de 25 cycles.

Le mode WT est alors enclenché (décrochement 87 sur la figure) . Le stimulateur émet alors systématiquement une stimulation en synchronisme, qu'il y ait ou non (voir par exemple en 88) absence de détection.

Au bout de 250 cycles, le rapport 3/250 < 10 % ou 247/250 > 90 %, la stimulation WT s'arrête • (décrochement 90) .

On va maintenant décrire un dispositif 92 mono¬ chambre selon un mode de réalisation de l'invention, en référence à la figure 4.

La description d'un dispositif à double chambre utilisable en mode VDI, DDI, DVI ou VDD avec stimulation forcée permanente en synchronisme et/ou correspondant au mode de fonctionnement plus particulièrement décrit ici en référence à la figure 2, est obtenue simplement à partir de celle du dispositif monochambre qui suit en doublant notamment les éléments prévus de détection et de stimulation.

Le dispositif 92 de la figure 4 comprend des moyens connus programmés pour respecter le procédé selon 1 ' invention et peut par exemple être un stimulateur de la marque DASH, fabriqué par la société américaine Intermedics, par exemple le stimulateur commercialisé sous la référence 291-03, agencé selon l'invention.

Plus précisément, le stimulateur 92 comprend un boîtier 94, une borne 96 de connexion d'une électrode terminale (non représentée) , par exemple de détection

ventriculaire, et une borne 98 de connexion d'une électrode en anneaux, par exemple également ventriculaire, de stimulation.

Le stimulateur comprend un circuit de commande 100, programmable, constitué par un microprocesseur, dont une entrée 102 est connectée via un amplificateur 104 à l'électrode de détection.

Le microprocesseur est agencé pour émettre des stimuli via un limiteur 106 de fréquence de réseaux, par exemple raccordé à un contrôleur 108 lui-même raccordé à un oscillateur RC 110.

Le limiteur 106 attaque un multiplicateur de tension 112 connecté à deux commutateurs de sortie 114 respectivement raccordés aux bornes de connexion de l'électrode en annexe (non représentée) et au boîtier 94.

De façon connue, le circuit 100 est connecté à un interrupteur à lames souples 116, à un oscillateur à quartz 118, à un registre 120 de stockage de données pour diagnostic, et à un circuit 122 de programmation et de transmission de données muni d'une antenne 124 permettant la programmation et la récupération de données in situ.

Selon le mode de réalisation décrit ici, le circuit 100 comprend de plus, de façon connue en elle-même, des moyens de commande programmable pour commander de façon non limitative, la détection et la stimulation selon l'un quelconque des modes suivants : WT, WIR, AAI, AAIR, WT, AAT, AATR, VOO, 000. Le circuit 100 comprend des moyens de comptage 126 du nombre (D) de détections de signaux élémentaires sur la sonde ventriculaire ou auriculaire et de comptage 128 du nombre (S) de stimulations élémentaires ventriculaires ou auriculaires effectuées, pendant un premier nombre n de cycles déterminé initié à partir

d'une première stimulation élémentaire (SI) , des moyens 130 de comparaison du rapport D/S avec une première valeur seuil déterminée (X) et des moyens 132 de commande pour substituer au mode de stimulation initial le mode de stimulation WT lorsque le rapport D/S descend en dessous de ladite première valeur seuil et pour revenir au mode initial lorsque le rapport D'/S' du nombre (D') de signaux détectés élémentaires via la sonde ventriculaire sur le nombre (S') de stimulations élémentaires ventriculaires effectuées, pendant un second nombre n' de cycles déterminé initié à partir du passage en mode WT ou AAT, passe au dessus d'une seconde valeur seuil déterminée (Z) .

Comme indiqué ci-dessus le procédé selon l'invention est applicable à tous les modes de stimulation cardiaque connus ou à venir et notamment aux modes WI, WIR, DDD, DDDR, DDI, DDIR, VDD, VDDR, DVI, DVIR, auxquels sont donc combinés un ou plusieurs modes du type XXT. La stimulation selon l'invention peut aussi s'appliquer à une stimulation dans une chambre différente de la chambre de détection, par exemple : AAI qui devient AAI + WT ou AAIR qui devient AAIR + WT ou WTR. Enfin, l'invention peut aussi s'appliquer simultanément dans plusieurs chambres (cavités différentes) par exemple :

DDD qui devient DDD + AAT (SP) + WT ou DDDR qui devient DDDR + AAT + WT, etc. Contrairement au mode WT systématique qui impose une stimulation à chaque cycle même lorsque le patient n'est pas dépendant de celle-ci, car il présente la plupart du temps un rythme ventriculaire spontané, l'invention permet donc une protection efficace tout en minimisant les dépenses d'énergie.

L'invention peut aussi s'appliquer au cas de la stimulation multicavités dite "coeur droit coeur gauche" ou trois ou quatre cavités.

La stimulation selon l'invention trouve également et entre autre des applications dans la stimulation antitachycardique où il est parfois préférable de maintenir une stimulation à un rythme modéré plutôt que d'inhiber la stimulation car un rythme trop bas risque parfois d' initialiser une tachyarythmie. L'inhibition de la stimulation est, dans ce cas, fortement déconseillée.